JP2007139438A - 血液分析装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 アバランシェフォトダイオードの出力信号の増幅信号に含まれるノイズを十分に減衰させ、高精度に血液試料の分析を行うことが可能な血液分析装置を提供する。
【解決手段】 本発明に係る血液分析装置は、アバランシェフォトダイオードを受光素子として用いたＷＢＣ検出部５と、出力信号を処理する信号処理回路８ａを備える。信号処理部８ａは、アンプ８１ａと、ローパスフィルタ８２ａと、ＡＤ変換器８３ａとを備えている。また、信号処理回路８ａによって処理された信号に基づき、血液試料に含まれる白血球が５種類に分類されるようになっている。
【選択図】 図５

Description

本発明は、血液試料を分析する血液分析装置に関する。

光学式のフローサイトメータを備え、血液試料に対して分析を行う血液分析装置が知られている。フローサイトメータには、血液試料の液流を通流させるためのフローセルと、このフローセルへ光を照射する光源と、受光素子とが設けられており、光源から照射された光がフローセル中の粒子によって散乱される。また血液試料に溶血剤及び蛍光試薬が添加されることにより赤血球の溶血処理と白血球等の粒子の染色処理とがなされ、染色された粒子が前記光を受けることにより蛍光を発する。このときの散乱光及び蛍光を受光素子によって受け、この検出信号を解析することにより、血液試料中の白血球を測定し、また白血球をリンパ球、単球、顆粒球等に分類することが行われている。このようなフローサイトメータでは、白血球とゴースト（溶血剤で収縮しきらなかった赤血球膜）の分類を蛍光信号を用いて弁別することができるため、白血球とゴーストとの大きさが明確に区別できる程度に赤血球を収縮させるような溶血能力の高い溶血剤を用いる必要がなく、白血球が損傷を受ける程度を軽くして白血球の形態を保持することが可能である。このように、白血球の形態を保持しつつ赤血球を溶解させ、血液試料を白血球の分類に好適な状態とするための試薬が開示されている（特許文献１参照）。

また、フローサイトメータによる白血球の分類は、各白血球の細胞や核の大きさ及び形態の僅かな違いに基づいて行われるため、測定精度の高い光学系が必要となる。これに加えて、ゴーストの中にも蛍光色素が少量付着して蛍光信号を示すものがあるため、白血球とゴーストとを蛍光信号により弁別するためには測定精度の高い光学系が必要である。そこで、蛍光用の受光素子に感度の高いフォトマルチプライヤ（光電子増倍管）が一般的に用いられている（例えば、特許文献２）。また、蛍光受光用の受光素子としてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）を使用しているフローサイトメータも開示されている（特許文献３参照）。

特開平１０−３１９０１０号公報 特開２０００−２１４０７０号公報 特許第３３０６８２８号公報

アバランシェフォトダイオードは、素子自身が有する信号の増幅率がフォトマルチプライヤに比べて低いため、素子の後段に設けられる増幅回路のゲインを大きく設定する必要がある。ところが、このようにゲインを大きく設定した増幅回路によってアバランシェフォトダイオードの出力信号を増幅すると、増幅回路で発生する高周波ノイズのレベルが高くなり、精度の高い試料の分析が困難となるといった問題が生じる。

本発明は、かかる事情に鑑みてなされたものであり、アバランシェフォトダイオードの出力信号の増幅信号に含まれるノイズを十分に減衰させ、高精度に血液試料の分析を行うことが可能な血液分析装置を提供することを目的とする。

本発明に係る血液分析装置は、血液試料に溶血剤と染色試薬とを添加する血液試料調製部と、溶血剤と染色試薬とが添加された血液試料の液流を形成するフローセルと、当該フローセルに光を照射する光源と、前記液流から生じる散乱光を検出する散乱光検出部と、前記液流から生じる蛍光を検出する蛍光検出部とを備える光検出部と、前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号を処理する信号処理部と、処理された前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の血球を分析する分析部とを備え、前記蛍光検出部は、アバランシェフォトダイオードにより構成されており、前記信号処理部は、前記アバランシェフォトダイオードの出力信号の増幅信号に含まれる高周波ノイズを低減するノイズ低減部を備え、前記分析部は、高周波ノイズが低減された前記増幅信号及び前記散乱光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の白血球を分類するように構成されていることを特徴とする。

白血球には、好中球、リンパ球、単球、好酸球、好塩基球等の種類があり、血液分析において血液試料中の白血球をこれらの種類に分類することは重要な分析項目の一つである。かかる白血球分類では、血液試料に溶血剤と染色試薬とを添加して血液試料中の白血球を染色試薬で染色し、染色された白血球に光を照射して、白血球にて励起される蛍光を検出するとともに、白血球から生じる散乱光を検出し、白血球の染色度合いを反映する蛍光強度と、白血球の細胞の状態等を反映する散乱光強度とに基づいて白血球を分類する。このように、蛍光強度は白血球を分類する上で重要な情報であり、かかる蛍光強度を正確に表す信号が得られなければ白血球を精度よく分類することはできない。そこで、かかる構成とすることにより、増幅信号に含まれる高周波ノイズを十分に低減し、蛍光強度を正確に表す信号を得ることで、白血球を分類することが可能となる。

上記発明においては、前記分析部は、血液試料中の白血球を少なくとも４つに分類するように構成されていることが好ましい。

上記発明においては、前記分析部は、血液試料中の白血球を、好中球、リンパ球、単球、及び好酸球に分類するように構成されていることが好ましく、また、好中球、リンパ球、単球、好酸球、及び好塩基球に分類するように構成されていることがより一層好ましい。

上記発明においては、前記ノイズ低減部は、前記増幅信号に含まれるノイズを、分析部における前記増幅信号の信号レベルの使用範囲に対して１３％以下に減衰させるように構成されていることが好ましい。本願発明者らは、鋭意研究の結果、増幅信号のノイズを上記のように減衰させることで、血液の分析を高精度に行うことができることを知見した。したがって、上記のように増幅信号のノイズを減衰させることにより、高精度に血液を分析することができる。

上記発明においては、前記ノイズ低減部は、前記増幅信号に含まれるノイズを、分析部における前記増幅信号の信号レベルの使用範囲に対して８％以下に減衰させるように構成されていることが好ましい。本願発明者らは、鋭意研究の結果、増幅信号のノイズを上記のように減衰させることで、血液の分析をより一層高精度に行うことができることを知見した。したがって、上記のように増幅信号のノイズを減衰させることにより、更に高精度に血液を分析することができる。

本発明に係る血液分析装置は、血液試料に染色試薬を添加して染色する血液試料調製部と、染色された血液試料の液流を形成するフローセルと、当該フローセルに光を照射する光源と、前記液流から生じる散乱光を検出する散乱光検出部と、前記液流から生じる蛍光を検出する蛍光検出部とを備える光検出部と、前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号を処理する信号処理部と、処理された前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の血球を分析する分析部とを備え、前記蛍光検出部は、アバランシェフォトダイオードにより構成されており、前記信号処理部は、前記増幅信号の高周波成分を減衰させるハイカットフィルタを備えており、前記ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数が、式（３）により与えられる周波数Ｙ以下とされていることを特徴とする。
Ｙ＝１７．２８９ＥＸＰ（−０．０２２Ｃ）＋２ …（３）
Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量

本願発明者らは、鋭意研究の結果、ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数を上記の（３）式により与えられる周波数Ｙより小さくすることにより、血液の分析を高精度に行うことができることを知見した。したがって、上記のようにハイカットフィルタの高域カットオフ周波数を設定して増幅信号の高周波ノイズを減衰させることにより、高精度に血液を分析することができる。

上記発明においては、前記信号処理部は、前記増幅信号の高周波成分を減衰させるハイカットフィルタを備えており、前記ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数が、式（４）により与えられる周波数Ｙ以下とされていることが好ましい。
Ｙ＝１０．４８２ＥＸＰ（−０．０１８Ｃ）＋１．３ …（４）
Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量

本願発明者らは、鋭意研究の結果、ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数を上記の（４）式により与えられる周波数Ｙより小さくすることにより、血液の分析をより一層高精度に行うことができることを知見した。したがって、上記のようにハイカットフィルタの高域カットオフ周波数を設定して増幅信号の高周波ノイズを減衰させることにより、より一層高精度に血液を分析することができる。

上記発明においては、前記アバランシェフォトダイオードの受光面は、直径が０．１ｍｍ以上２ｍｍ以下の円形に構成されているか、一辺の長さが０．１ｍｍ以上２ｍｍ以下の四角形に構成されていることが好ましい。アバランシェフォトダイオードは、その受光面が大きくなるほど端子間容量が増大して出力信号のＳ／Ｎ比が低くなるため、この点では可及的に受光面を小さくすることが好ましい。その一方、受光面が小さすぎると、正確に受光面のみに集光させることが困難となり、またレンズの収差の影響が大きくなるため高い検出精度が期待できない。よって、血球（直径数μｍ〜数十μｍ程度）を含む血液試料を分析する場合には、受光面のサイズを上記のようにすることにより、高いＳ／Ｎ比を維持しつつ、受光面へ確実に集光させ、またレンズの収差の影響を除去することが容易に達成できる。

本発明に係る血液分析装置によれば、アバランシェフォトダイオードの出力信号の増幅信号に含まれるノイズを十分に減衰させることができ、高精度に血液試料の分析を行うことが可能となる等、本発明は優れた効果を奏する。

以下、本発明の実施の形態に係る血液分析装置及びフローサイトメータについて、図面を参照しながら具体的に説明する。

図１は、本発明の実施の形態に係る血液分析装置の概略構成を示す正面図である。図１に示すように、本実施の形態に係る血液分析装置１は、血液検査に使用される装置であり、測定ユニット２と、データ処理ユニット３とによって主として構成されていて、測定ユニット２によって血液検体中に含まれる成分について所定の測定を行い、この測定データをデータ処理ユニット３で受信して分析処理を行うようになっている。かかる血液分析装置１は、例えば、病院または病理検査施設等の医療機関の施設内に設置されている。測定ユニット２とデータ処理ユニット３とは、互いにデータ通信が可能であるように、データ伝送ケーブル３ａによって接続されている。なお、データ伝送ケーブル３ａで測定ユニット２とデータ処理ユニット３とを直接接続する構成に限らず、例えば、電話回線を使用した専用回線、ＬＡＮ、またはインターネット等の通信ネットワークを介して測定ユニット２とデータ処理ユニット３とが接続されていてもよい。

図２は、測定ユニット２の外観を示す斜視図である。図２に示すように、測定ユニット２の正面の右下部分には、血液試料を収容した採血管２０をセット可能な採血管セット部２ａが設けられている。この採血管セット部２ａは、その近傍に設けられたボタンスイッチ２ｂをユーザが押すことにより前方へ開いて迫り出すようになっており、この状態でユーザが採血管２０をセットすることが可能となっている。採血管２０をセットされた後には、ユーザが再度前記ボタンスイッチ２ｂを押すことによって採血管セット部２ａが後方へ移動して閉止する。

図３は、測定ユニット２の内部構造を示す斜視図であり、図４は、その側面図である。採血管２０がセットされた採血管セット部２ａは、前述したように測定ユニット２の内部に収容され、採血管２０が所定の吸引位置に位置決めされる。測定ユニット２の内部には、試料を吸引するピペット２１、血液と試薬とを混合調製するためのチャンバ２２，２３等を有する試料供給部４が設けられている。ピペット２１は、上下方向に延びた管状に形成されており、その先端は鋭く尖っている。また、ピペット２１は、図示しないシリンジポンプに連結されており、このシリンジポンプの動作によって液体を所定量だけ吸引し、また吐出することが可能であるとともに、移動機構に接続されており、上下方向及び前後方向にそれぞれ移動可能となっている。採血管２０はゴム製のキャップ２０ａによって密閉されており、ピペット２１の鋭利な先端によって前記吸引位置にセットされた採血管２０のキャップ２０ａを穿刺し、この採血管２０に収容された血液試料をピペット２１によって所定量吸引することが可能である。また、図４に示すように、採血管セット部２ａの後方にはチャンバ２２，２３が設けられており、このように血液試料を吸引した状態のピペット２１を前記移動機構により移動させて、チャンバ２２，２３の中に血液試料が吐出されることにより、チャンバ２２，２３に血液試料が供給されるようになっている。

図５は、測定ユニット２の構成を示すブロック図であり、図６は、試料供給部４の構成を示す流体回路図である。図４に示すように、測定ユニット２は、試料供給部４と、ＷＢＣ検出部５と、ＲＢＣ検出部６と、ＨＧＢ検出部７と、制御部８と、通信部９とを備えている。制御部８は、信号処理回路８ａと、ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ等から構成された制御回路８ｂとを備えており、ＷＢＣ検出部５、ＲＢＣ検出部６、ＨＧＢ検出部７から出力された信号を処理したり、測定ユニット２の各種構成要素の動作制御を行ったりするようになっている。通信部９は、例えばRS-232Cインタフェース、USBインタフェース、Ethernet（登録商標）インタフェースであり、データ処理ユニット３との間でデータの送受信を行うことが可能である。

図６に示すように、試料供給部４は、チャンバ、複数の電磁弁、ダイヤフラムポンプ等を備えた流体ユニットである。チャンバ２２は、赤血球、血小板の測定、及びヘモグロビンの測定に供される試料の調製に使用される。また、チャンバ２３は、白血球の測定に供される試料の調製に使用される。なお、図６では、説明を簡単にするためにチャンバ２３の周辺の流体回路の構成のみを示している。チャンバ２３は、溶血剤を収容する試薬容器ＦＦＤと、染色試薬を収容する試薬容器ＦＦＳとにチューブ等の流体通流路Ｐ１，Ｐ２を介して接続されている。溶血剤にはストマトライザー４ＤＳ又はストマトライザー４ＤＬ（シスメックス株式会社製）が用いられる。チャンバ２３と試薬容器ＦＦＤとを繋ぐ流体通流路Ｐ１の途中には、電磁弁ＳＶ１９，ＳＶ２０が設けられており、また電磁弁ＳＶ１９，ＳＶ２０の間には、ダイヤフラムポンプＤＰ４が設けられている。ダイヤフラムポンプＤＰ４は、陽圧源及び陰圧源が接続されており、ダイヤフラムポンプＤＰ４を陽圧駆動及び陰圧駆動することができるようになっている。また、チャンバ２３と試薬容器ＦＦＳとを繋ぐ流体通流路Ｐ２の途中には、電磁弁ＳＶ４０，ＳＶ４１が設けられており、また電磁弁ＳＶ４０，ＳＶ４１の間には、ダイヤフラムポンプＤＰ５が設けられている。

このような電磁弁ＳＶ１９，ＳＶ２０，ＳＶ４０，ＳＶ４１及びダイヤフラムポンプＤＰ４，ＤＰ５を制御部８が次のように動作制御して、溶血剤及び染色試薬をチャンバ２３に供給することが可能である。まず、ダイヤフラムポンプＤＰ４よりも試薬容器ＦＦＤ側に配されている電磁弁ＳＶ１９を開放し、ダイヤフラムポンプＤＰ４よりもチャンバ２３側に配されている電磁弁ＳＶ２０を閉止した状態で、ダイヤフラムポンプＤＰ４を陰圧駆動することにより、試薬容器ＦＦＤから溶血剤が定量分取される。その後、電磁弁ＳＶ１９を閉止し、電磁弁ＳＶ２０を開放させ、ダイヤフラムポンプＤＰ４を陽圧駆動することにより、定量された溶血剤がチャンバ２３に供給される。同様に、ダイヤフラムポンプＤＰ５よりも試薬容器ＦＦＳ側に配されている電磁弁ＳＶ４０を開放し、ダイヤフラムポンプＤＰ５よりもチャンバ２３側に配されている電磁弁ＳＶ４１を閉止した状態で、ダイヤフラムポンプＤＰ５を陰圧駆動することにより、試薬容器ＦＦＤから染色試薬が定量分取される。その後、電磁弁ＳＶ４０を閉止し、電磁弁ＳＶ４１を開放させ、ダイヤフラムポンプＤＰ５を陽圧駆動することにより、定量された染色試薬がチャンバ２３に供給されることとなる。このようにして、血液試料と試薬（溶血剤、染色試薬）が混合され、白血球測定用の試料が調製される。

また、チャンバ２３はチューブ及び電磁弁ＳＶ４を含む流体通流路Ｐ３を介してフローサイトメータであるＷＢＣ検出部５に接続されている。この流体通流路Ｐ３は途中で分岐しており、その分岐先に電磁弁ＳＶ１，ＳＶ３が直列接続されている。また、電磁弁ＳＶ１，ＳＶ３の間には、シリンジポンプＳＰ２が設けられている。シリンジポンプＳＰ２にはステッピングモータＭ２が接続されており、このステッピングモータＭ２の動作によってシリンジポンプＳＰ２が駆動されるようになっている。また、チャンバ２３とＷＢＣ検出部５とを繋ぐ流体通流路Ｐ３は、更に分岐しており、この分岐先には電磁弁ＳＶ２９及びダイヤフラムポンプＤＰ６が接続されている。ＷＢＣ検出部５により白血球を測定する場合には、電磁弁ＳＶ４，ＳＶ２９を開放した状態でダイヤフラムポンプＤＰ６を陰圧駆動し、チャンバ２３から試料を吸引することにより、流体通流路Ｐ３に当該試料をチャージングする。試料のチャージングが終了すると、電磁弁ＳＶ４，ＳＶ２９を閉止する。その後、電磁弁ＳＶ３を開放し、シリンジポンプＳＰ２を駆動することにより、チャージングした試料がＷＢＣ検出部５へと供給される。

図６に示すように、試料供給部４にはシース液チャンバ２４が設けられており、このシース液チャンバ２４がＷＢＣ検出部５に流体通流路Ｐ４を介して接続されている。この流体通流路Ｐ４には、電磁弁ＳＶ３１が設けられている。かかるシース液チャンバ２４は、ＷＢＣ検出部５に供給されるシース液を貯留するためのチャンバであり、チューブ、電磁弁ＳＶ３３を含む流体通流路Ｐ５を介して、シース液が収容されたシース液容器ＥＰＫに接続されている。白血球の測定の開始前には、電磁弁ＳＶ３３が開放されてシース液がシース液チャンバ２４に供給され、予めシース液チャンバ２４にシース液が貯留される。そして、白血球の測定が開始されるときには、前述したＷＢＣ検出部５への試料の供給と同期して、電磁弁ＳＶ３１が開放され、シース液チャンバ２４に貯留されたシース液がＷＢＣ検出部５へ供給される。

ＷＢＣ検出部５は、光学式のフローサイトメータであり、白血球を半導体レーザによるフローサイトメトリー法により測定することが可能である。かかるＷＢＣ検出部５は、試料の液流を形成するフローセル５１を備えている。図７は、フローセル５１の構成を模式的に示す斜視図である。フローセル５１は、透光性を有する石英、ガラス、合成樹脂等の材料によって管状に構成されており、その内部が試料及びシース液が通流する流路となっている。かかるフローセル５１には、内部空間が他の部分よりも細く絞り込まれたオリフィス５１ａが設けられている。フローセル５１の当該オリフィス５１ａの入口付近は二重管構造となっており、その内側管部分は試料ノズル５１ｂとなっている。この試料ノズル５１ｂは、試料供給部４の流体通流路Ｐ３に接続されており、この試料ノズル５１ｂから試料が吐出される。また、試料ノズル５１ｂの外側の空間はシース液が通流する流路５１ｃであり、この流路５１ｃは前述した流体通流路Ｐ４に接続されている。シース液チャンバ２４から供給されたシース液は、流体通流路Ｐ４を介して流路５１ｃを通流し、オリフィス５１ａへ導入される。このようにフローセル５１に供給されたシース液は、試料ノズル５１ｂから吐出された試料を取り囲むように流れることとなる。そして、オリフィス５１ａによって試料の流れが細く絞り込まれ、試料に含まれる白血球、赤血球等の粒子がシース液に取り囲まれて一つずつオリフィス５１ａを通過する。

図８は、ＷＢＣ検出部５の構成を模式的に示す概略平面図である。ＷＢＣ検出部５には、半導体レーザ光源５２が、フローセル５１のオリフィス５１ａへ向けてレーザ光を出射するように配置されている。半導体レーザ光源５２とフローセル５１との間には、複数のレンズからなる照射レンズ系５３が配されている。この照射レンズ系５３によって、半導体レーザ光源から出射された平行ビームがビームスポットに集束されるようになっている。また、半導体レーザ光源５２から直線的に延びた光軸上には、フローセル５１を挟んで照射レンズ系５３に対向するように、ビームストッパ５４ａが設けられており、半導体レーザ光源５２からの直接光はビームストッパ５４ａによって遮光される。また、ビームストッパ５４ａの更に光軸下流側には、フォトダイオード５４が配されている。

フローセル５１に試料が流れると、レーザ光により散乱光及び蛍光の光信号が発生する。このうち前方の信号光が前記フォトダイオード５４へ向けて照射される。半導体レーザ光源５２から直線的に延びた光軸に沿って進行する光のうち、半導体レーザ光源５２の直接光はビームストッパ５４ａによって遮断され、フォトダイオード５４には概ね前記光軸方向に沿って進行する散乱光（以下、前方散乱光という）のみが入射する。フローセル５１から発せられた前方散乱光は、フォトダイオード５４で光電変換され、これによって生じた電気信号がアンプ５４ｂによって増幅され、増幅信号（以下、前方散乱光信号という）が制御部８に出力される。かかる前方散乱光信号は、血球の大きさを反映しており、制御部８がこの前方散乱光信号を信号処理することによって、血球の大きさ等を得るようになっている。

また、フローセル５１の側方であって、半導体レーザ光源５２からフォトダイオード５４へ直線的に延びる光軸に対して直行する方向には、側方集光レンズ５５が配されており、フローセル５１内を通過する血球に半導体レーザを照射したときに発生する側方光（前記光軸に対して交差する方向へ出射される光）がこの側方集光レンズ５５で集められるようになっている。側方集光レンズ５５の下流側にはダイクロイックミラー５６が設けられており、側方集光レンズ５５から送られた信号光は、ダイクロイックミラー５６で散乱光成分と蛍光成分とに分けられる。ダイクロイックミラー５６の側方（側方集光レンズ５５とダイクロイックミラー５６とを結ぶ光軸方向に交差する方向）には、側方散乱光受光用のフォトダイオード５７が設けられており、ダイクロイックミラー５６の前記光軸下流側には、光学フィルタ５８ａ及びアバランシェフォトダイオード５８が設けられている。そして、ダイクロイックミラー５６で分けられた側方散乱光成分は、フォトダイオード５７で光電変換され、これによって生じた電気信号がアンプ５７ａによって増幅され、増幅信号（以下、側方散乱光信号という）が制御部８に出力される。この側方散乱光信号は、血球の内部情報（核の大きさ等）を反映しており、制御部８がこの側方散乱光信号を信号処理することによって、血球の核の大きさ等を得るようになっている。また、ダイクロイックミラー５６から発せられた側方蛍光成分は光学フィルタ５８ａによって波長選択された後、アバランシェフォトダイオード５８で光電変換され、これによって生じた電気信号がアンプ５８ｂによって増幅され、増幅信号（側方蛍光信号）が制御部８に出力される。この側方蛍光信号は、血球の染色度合いに関する情報を反映しており、この側方蛍光信号を信号処理することによって、血球の染色性等を得るようになっている。

ＲＢＣ検出部６は、赤血球数及び血小板数を、シースフローＤＣ検出法により測定することが可能である。このＲＢＣ検出部６は、フローセルを有しており、このフローセルに上述したチャンバ２２から試料が供給されるようになっている。赤血球及び血小板の測定を行う場合には、チャンバ２２では血液に希釈液を混合した試料が調製される。かかる試料がシース液とともに試料供給部４からフローセルに供給され、フローセル中ではシース液によって試料が取り囲まれた液流が形成される。また、フローセル中の流路の途中には電極を有するアパーチャが設けられており、試料中の血球が一つずつ当該アパーチャを通過するときのアパーチャにおける直流抵抗を検出し、この電気信号を制御部８へ出力するようになっている。前記直流抵抗は、アパーチャを血球が通過するときに増大するため、この電気信号はアパーチャの血球の通過情報を反映しており、この電気信号を信号処理することによって、赤血球及び血小板を計数するようになっている。

ＨＧＢ検出部７は、血色素量を、ＳＬＳヘモグロビン法によって測定することが可能である。ＨＧＢ検出部７は、希釈試料を収容するセルが設けられており、このセルにチャンバ２２から試料が供給されるようになっている。ヘモグロビンの測定を行う場合には、チャンバ２２では血液に希釈液と溶血剤とを混合した試料が調製される。この溶血剤は、血液中のヘモグロビンをＳＬＳ−ヘモグロビンへと転化する性質を有している。また、セルを間に挟んで発光ダイオードとフォトダイオードとが対向配置されており、発光ダイオードからの光がフォトダイオードで受けられる。発光ダイオードは、ＳＬＳ−ヘモグロビンによる吸光率が高い波長の光を発するようになっており、また、セルは透光性の高いプラスチック材料で構成されている。これにより、フォトダイオードでは、発光ダイオードの発光が概ね希釈試料によってのみ吸光された透過光が受光されることとなる。フォトダイオードは、受光量（吸光度）に応じた電気信号を制御部８へと出力するようになっており、制御部８では、この吸光度と予め測定された希釈液のみの吸光度とを比較し、ヘモグロビン値を算出するようになっている。

制御部８は、以上のようにしてＷＢＣ検出部５、ＲＢＣ検出部６、ＨＧＢ検出部７から電気信号を受信し、血球の大きさ、血球の核の大きさ、血球の染色性、赤血球数、血小板数、ヘモグロビン値等を表す測定データを得るようになっている。図５に示すように、制御部８は、信号処理回路８ａ及び制御回路８ｂを備えており、信号処理回路８ａにより、ＷＢＣ検出部５の出力信号（側方蛍光信号、前方散乱光信号、側方散乱光信号）、ＲＢＣ検出部６の出力信号、ＨＧＢ検出部７の出力信号をそれぞれ信号処理して測定データを取得し、制御回路８ｂにより測定データをデータ処理ユニット３へと送信する。

データ処理ユニット３は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ハードディスク、通信インタフェース、キーボード及びマウス等の入力部、及びディスプレイ装置を備えるコンピュータによって構成されている。通信インタフェースは、例えばRS-232Cインタフェース、USBインタフェース、Ethernet（登録商標）インタフェースであり、測定ユニット２との間でデータの送受信を行うことが可能である。また、データ処理ユニット３のハードディスクには、オペレーティングシステムと、測定ユニット２から受信した測定データを分析処理するためのアプリケーションプログラムがインストールされている。このアプリケーションプログラムをＣＰＵで実行することにより、データ処理ユニット３では、測定データを分析処理し、白血球数（ＷＢＣ）、赤血球数（ＲＢＣ）、血色素量（ＨＧＢ）、ヘマトクリット値（ＨＣＴ）、平均赤血球容積（ＭＣＶ）、平均赤血球血色素量（ＭＣＨ）、平均赤血球血色素濃度（ＭＣＨＣ）、血小板数（ＰＬＴ）を算出し、また前方散乱光信号、側方散乱光信号、側方蛍光信号を用いてスキャッタグラムを作成して、白血球を好中球、リンパ球、単球、好酸球、好塩基球に分類するようになっている。

図９は、本実施の形態に係る血液分析装置を用いて作成したスキャッタグラムである。図９において、縦軸は側方蛍光の強度（受光レベル）を示しており、横軸は側方散乱光の強度（受光レベル）を示している。なお、本実験では、同一の正常な血液試料を用いて測定を行った。本実施の形態に係る血液分析装置１は、上述したように白血球を一度に好中球、リンパ球、単球、好酸球、好塩基球の５つに分類する構成であり、図９に示す通り、この血液分析装置１によって作成されたスキャッタグラムでは、好中球、リンパ球、単球、好酸球、好塩基球のそれぞれのクラスタが明確に形成されており、白血球が高精度に分類されていることがわかる。

ここで、制御部８の信号処理回路８ａの構成について更に詳しく説明する。図１０は、図５に示す信号処理回路８ａの概略構成を示すブロック図である。図１０に示すように、信号処理回路８ａは、アンプ８１ａ〜８１ｃと、信号処理フィルタ８２ａ〜８２ｃと、ＡＤ変換器８３ａ〜８３ｃとを備えている。信号処理フィルタ８２ａ〜８２ｃは、高周波ノイズを低減するローパスフィルタ（ハイカットフィルタ）８４ａ〜８４ｃと、信号のベースラインの揺らぎを低減するハイパスフィルタ８５ａ〜８５ｃと、信号のベースラインを所定のレベルに調整するベースライン調整部８６ａ〜８６ｃとを備えている。アンプ８１ａ、信号処理フィルタ８２ａ、及びＡＤ変換器８３ａによって、ＷＢＣ検出部５から出力された側方蛍光信号が処理され、アンプ８１ｂ、信号処理フィルタ８２ｂ、及びＡＤ変換器８３ｂによって、ＷＢＣ検出部５から出力された前方散乱光信号が処理され、またアンプ８１ｃ、信号処理フィルタ８２ｃ、及びＡＤ変換器８３ｃによって、ＷＢＣ検出部５から出力された側方散乱光信号が処理される。なお、図１０には、説明を簡単にするためにＷＢＣ検出部５からの出力信号を処理する回路のみを示しているが、信号処理回路８ａには、ＲＢＣ検出部６及びＨＧＢ検出部の出力信号を処理する回路も設けられている。

アンプ８１ａ〜８１ｃのゲインは、測定モード（白血球分類モード、網状赤血球測定モード等）によって設定値が切り替えられる。このゲイン調整は、適切にゲイン調整された場合におけるスキャッタグラム上の出現位置が予め知られている標準粒子（例えば、コントロール血液、キャリブレータ）を測定したときに、前記出現位置に標準粒子が出現するようにゲインを調整することによって行われる。また、ローパスフィルタ８４ａ〜８４ｃは、側方蛍光信号、前方散乱光信号、及び側方散乱光信号のノイズを効率的に減衰するように適切な高域カットオフ周波数が設定されている。例えば、ローパスフィルタ８４ａの高域カットオフ周波数は次式（５）により与えられる周波数Ｙ以下に設定されている。
Ｙ＝１０．４８２ＥＸＰ（−０．０１８Ｃ）＋１．３ …（５）
Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量

これは、以下のような本願発明者らの知見による。図１１は、側方蛍光信号の増幅信号の分析に使用する範囲を説明する模式図である。図１１に示すように、本実施の形態に係る血液分析装置１では、ＡＤ変換器８３ａのフルスケール入力電圧が４Ｖとされており、分解能が８ｂｉｔとされている。また、上述した白血球分類用のスキャッタグラムの縦軸の解像度は２５０であり、ＡＤ変換器８３ａの出力により得られる２５６段階のデータのうち上位６段階を除いている。すなわち、データ処理ユニット３の分析においてアンプ８１ａの出力電圧を使用している範囲は、２５０×４０００／２５６＝３９０６．２５ｍＶとなっている。本願発明者らは、上記条件の場合においてローパスフィルタ８４ａの高域カットオフ周波数を複数設定して実験を行い、ローパスフィルタ８４ａにおけるノイズ低減後の信号に含まれるノイズの最大許容レベルをどの程度に設定すれば良好な分析結果が得られるかを調査した。図１２〜図２１は、それぞれノイズの最大許容レベルを８０ｍＶｐ−ｐ、１００ｍＶｐ−ｐ、１５０ｍＶｐ−ｐ、２００ｍＶｐ−ｐ、２５０ｍＶｐ−ｐ、３００ｍＶｐ−ｐ、４００ｍＶｐ−ｐ、５００ｍＶｐ−ｐ、６００ｍＶｐ−ｐ、及び７００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。図１２〜図２１中、実線の閉じた領域は、好中球、リンパ球、単球、好酸球、及び好塩基球の出現領域をそれぞれ示している。ノイズのレベルが３００ｍＶｐ−ｐにおいては、好中球、リンパ球、単球、好酸球、及び好塩基球を出現領域に重なりが少なく、この程度のノイズレベルであれば白血球を５つの種類に良好に分類することが可能であることがわかる。つまり、データ処理ユニット３の分析においてアンプ８１ａの出力電圧（増幅電圧）を使用している範囲（３９０６．２５ｍＶ）に対して、増幅電圧に含まれるノイズの最大許容レベルが約８％（１００×３００／３９０６．２５＝７．６８％）以下であれば極めて良好に分析することが可能である。

一方、最大許容ノイズレベルが６００ｍＶｐ−ｐ以上の場合には、図２０及び図２１に示すように、リンパ球の出現領域がゴーストの出現領域と重なっているが、５００ｍＶｐ−ｐの場合には、図１９に示すように、リンパ球の出現領域とゴーストの出現領域とが重なっていない。ストマトライザー４ＤＳやストマトライザー４ＤＬのような溶血能力があまり高くない溶血剤では、白血球を適度に損傷させて白血球の形態を保持しつつ高い染色性を確保することができる一方で、赤血球の溶解の程度が低いため、側方散乱光だけではゴーストの出現領域とリンパ球の出現領域とが重なっていてこれらを良好に弁別することができない。このように、白血球の分類においては、かかるリンパ球とゴーストとの弁別を正確に行うことが特に重要であり、側方蛍光強度を用いて両者を高精度に弁別するためには、側方蛍光強度におけるそれぞれの出現位置が重なっていないことが望ましい。このような観点から、最大許容ノイズレベルが５００ｍＶｐ−ｐ以下の場合には、上述のようにリンパ球とゴーストの出現位置が重なっておらず、両者を良好に弁別することができ、この結果白血球を良好に分類することができる。また、好塩基球は通常白血球全体の１％以下と個数が少なく、好中球、リンパ球、単球、及び好酸球に４分類することができれば十分に実用的であることから、好塩基球の分画を行わない場合もある。さらに、上記の白血球４分類を行うとともに、好塩基球を単独で測定し、両者を併せて５分類することもある。この点においても、図１９に示すように、５００ｍＶｐ−ｐ以下のノイズレベルであれば好中球、リンパ球、単球、及び好酸球の出現領域に重なりが少なく、良好に白血球を４分類することができることがわかる。したがって、データ処理ユニット３の分析における増幅電圧の使用範囲に対して、増幅電圧に含まれるノイズの最大許容レベルが約１３％（１００×５００／３９０６．２５＝１２．８％）以下であっても良好に分析することが可能であることがわかる。

アバランシェフォトダイオードは、その受光面が大きくなるほど端子間容量が大きくなり、そのため出力信号のＳ／Ｎ比が低くなるという特性を有する。したがって、アバランシェフォトダイオードの受光面が大きくなるほど側方蛍光信号に含まれるノイズ成分が大きくなり、ローパスフィルタ８４ａの高域カットオフ周波数を低く設定する必要がある。すなわち、同一のノイズの最大許容レベルに対応する高域カットオフ周波数は、アバランシェフォトダイオードの端子間容量に応じて変化するということになる。

図２２及び図２３は、ノイズの最大許容レベルが３００ｍＶｐ−ｐ及び５００ｍＶｐ−ｐのときのアバランシェフォトダイオード端子間容量とローパスフィルタ８４ａの高域カットオフ周波数との関係をそれぞれ示すグラフである。実験の結果、図２３に示すように、端子間容量が０ｐＦのときにおけるノイズ最大許容レベル３００ｍＶｐ−ｐに対応する高域カットオフ周波数は１０．２８ＭＨｚであった。同様に、ノイズの最大許容レベルを３００ｍＶｐ−ｐとする場合においては、端子間容量が１ｐＦ、３ｐＦ、５ｐＦ、１０ｐＦ、１８ｐＦ、３６ｐＦ、５６ｐＦ、１２０ｐＦ、２４０ｐＦ、４７０ｐＦのときに、それぞれ高域カットオフ周波数が１０．１１ＭＨｚ、９．６ＭＨｚ、９．１４ＭＨｚ、７．９７ＭＨｚ、６．６２ＭＨｚ、５．１９ＭＨｚ、４．１８ＭＨｚ、２．２２ＭＨｚ、１．５５ＭＨｚ、１．３５ＭＨｚ、０．８７ＭＨｚとなった。そして、ノイズの最大許容レベルが３００ｍＶｐ−ｐのときの端子間容量と限界周波数との関係の近似式を求めると上記の（５）式のようになった。図２３中では（５）式の曲線を実線で表している。一方、図２４に示すように、ノイズの最大許容レベルを５００ｍＶｐ−ｐに設定する場合には、端子間容量が０ｐＦ、１ｐＦ、３ｐＦ、５ｐＦ、１０ｐＦ、１８ｐＦ、３６ｐＦ、５６ｐＦ、１２０ｐＦ、２４０ｐＦ、４７０ｐＦのときに、それぞれ高域カットオフ周波数が１８．８６ＭＨｚ、１８．６２ＭＨｚ、１６．９４ＭＨｚ、１６．３５ＭＨｚ、１３．４７ＭＨｚ、１０．４８ＭＨｚ、８．０９ＭＨｚ、６．３２ＭＨｚ、３．４６ＭＨｚ、２．４７ＭＨｚ、２．１８ＭＨｚ、１．５２ＭＨｚとなった。そして、ノイズの最大許容レベルが５００ｍＶｐ−ｐのときの端子間容量と限界周波数との関係の近似式は（６）式のようになった。なお、図２４中では（６）式の曲線を実線で表している。
Ｙ＝１７．２８９ＥＸＰ（−０．０２２Ｃ）＋２ …（６）
Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量

したがって、本実施の形態においては、高域カットオフ周波数を（５）式で与えられる周波数Ｙ以下に設定し、ローパスフィルタ８４ａによるノイズ低減後の信号に含まれるノイズレベルを３００ｍＶｐ−ｐ以下としたが、これに限定されるものではなく、高域カットオフ周波数を（６）式で与えられる周波数Ｙ以下に設定し、ノイズレベルを５００ｍＶｐ−ｐ以下としてもよく、この場合にも良好な分析結果を得ることができる。特に、白血球を４分類する場合には、上記ノイズレベルを５００ｍＶｐ−ｐ以下としても十分な分析精度を得ることができる。

上述したように、アバランシェフォトダイオード５８の端子間容量を小さくするほど、出力信号に含まれるノイズを小さくすることができる。また、半導体レーザ光源５２から発する光の強度を高めることによってもＳ／Ｎ比は改善されるものの、アバランシェフォトダイオード５８の受光面（すなわち端子間容量）を小さくした場合に比べてその効果は低く、また出力光のレベルを高めるとエネルギー消費が増大することから消費電力量の観点からも好ましくない。このため、アバランシェフォトダイオード５８の受光面を可及的に小さくすることが重要である。その一方で、アバランシェフォトダイオード５８の受光面を過剰に小さくすると、側方集光レンズ５５によりアバランシェフォトダイオード５８の受光面に投影された粒子の像よりも当該受光面が小さくなる場合があり、粒子に関する情報を正確に反映した側方蛍光信号を得ることができなくなる。また、側方集光レンズ５５の倍率を小さくして受光面よりも粒子の像を小さくすることも考えられるが、受光面が小さすぎると光軸との位置調整が困難となり、高い組立精度が要求され、製造コストの増大を招く。このため、アバランシェフォトダイオードの出力信号のノイズレベル、光学レンズの製造コスト、ＷＢＣ検出部５の組立精度等を勘案し、本実施の形態においては、直径１．５ｍｍの円形の受光面を有するアバランシェフォトダイオード５８を使用した。また、このアバランシェフォトダイオード５８の端子間容量は８．４ｐＦであった。また本実施の形態においては、ローパスフィルタ８４ａの高域カットオフ周波数を２．３ＭＨｚとした。

なお、本実施の形態においては、アバランシェフォトダイオード５８の受光面の形状を直径が１．５ｍｍの円形としたが、これに限るものではなく、例えば、直径が０．１ｍｍ〜２ｍｍの円形であってもよく、また一辺の長さが０．１〜２ｍｍの正方形としてもよいし、同程度の面積を有する長方形その他の形状としてもよい。

また、本実施の形態においては、測定ユニット２とデータ処理ユニット３とを別個に設け、これらによって血液分析装置１が構成される場合について述べたが、これに限定されるものではなく、測定ユニット２の機能とデータ処理ユニット３の機能との両方を有する一体型の血液分析装置としてもよい。

本発明に係る血液分析装置及びフローサイトメータは、アバランシェフォトダイオードにより多くの光を集めることができ、アバランシェフォトダイオードの性能を十分に発揮し、高精度に試料の分析を行うことが可能となるという効果を奏し、粒子を含む試料を分析する血液分析装置及び当該血液分析装置に使用されるフローサイトメータとして有用である。

本発明の実施の形態に係る血液分析装置の概略構成を示す正面図である。 本発明の実施の形態に係る血液分析装置が備える測定ユニットの外観を示す斜視図である。 本発明の実施の形態に係る血液分析装置が備える測定ユニットの内部構造を示す斜視図である。 本発明の実施の形態に係る血液分析装置が備える測定ユニットの内部構造を示す側面図である。 本発明の実施の形態に係る血液分析装置が備える測定ユニットの構成を示すブロック図である。 測定ユニットに設けられた試料供給部の構成を示す流体回路図である。 測定ユニットが備えるフローセルの構成を模式的に示す斜視図である。 測定ユニットが備えるフローサイトメータの構成を模式的に示す概略平面図である。 本実施の形態に係る血液分析装置を用いて作成したスキャッタグラムである。

図５に示す信号処理回路の概略構成を示すブロック図である。 側方蛍光信号の増幅信号の分析に使用する範囲を説明する模式図である。 ノイズの最大許容レベルを８０ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを１００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを１５０ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを２００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを２５０ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを３００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを４００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを５００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを６００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルを７００ｍＶｐ−ｐに設定したときに得られたスキャッタグラムである。 ノイズの最大許容レベルが３００ｍＶｐ−ｐのときのアバランシェフォトダイオード端子間容量とＡＤ変換器の高域カットオフ周波数との関係を示すグラフである。 ノイズの最大許容レベルが５００ｍＶｐ−ｐのときのアバランシェフォトダイオード端子間容量とＡＤ変換器の高域カットオフ周波数との関係を示すグラフである。

符号の説明

１ 血液分析装置
２ 測定ユニット
２ａ 採血管セット部
２ｂ ボタンスイッチ
３ データ処理ユニット
３ａ データ伝送ケーブル
４ 試料供給部
５ ＷＢＣ検出部
６ ＲＢＣ検出部
７ ＨＧＢ検出部
８ 制御部
８ａ 信号処理回路
８ｂ 制御回路
９ 通信部
２０ 採血管
２０ａ キャップ
２１ ピペット
２２，２３ チャンバ
２４ シース液チャンバ
５１ フローセル
５１ａ オリフィス
５１ｂ 試料ノズル
５１ｃ 流路
５２ 半導体レーザ光源
５３ 照射レンズ系
５４ａ ビームストッパ
５４ フォトダイオード
５４ｂ，５７ａ，５８ｂ アンプ
５５ 側方集光レンズ
５６ ダイクロイックミラー
５７ フォトダイオード
５８ アバランシェフォトダイオード
５８ａ 光学フィルタ
８１ａ〜８１ｃ アンプ
８２ａ〜８２ｃ 信号処理フィルタ
８３ａ〜８３ｃ ＡＤ変換器
８４ａ〜８４ｃ ローパスフィルタ
８５ａ〜８５ｃ ハイパスフィルタ
８６ａ〜８６ｃ ベースライン調整部
ＤＰ４，ＤＰ５，ＤＰ６ ダイヤフラムポンプ
ＥＰＫ シース液容器
ＦＦＤ，ＦＦＳ 試薬容器
Ｍ２ ステッピングモータ
Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５ 流体通流路
ＳＶ１，ＳＶ３，ＳＶ４，ＳＶ１９，ＳＶ２０，ＳＶ２９，ＳＶ３１，ＳＶ３３，ＳＶ４０，ＳＶ４１ 電磁弁
ＳＰ２ シリンジポンプ

Claims (10)

1. 血液試料に溶血剤と染色試薬とを添加する血液試料調製部と、
   溶血剤と染色試薬とが添加された血液試料の液流を形成するフローセルと、当該フローセルに光を照射する光源と、前記液流から生じる散乱光を検出する散乱光検出部と、前記液流から生じる蛍光を検出する蛍光検出部とを備える光検出部と、
   前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号を処理する信号処理部と、
   処理された前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の血球を分析する分析部とを備え、
   前記蛍光検出部は、アバランシェフォトダイオードにより構成されており、
   前記信号処理部は、前記アバランシェフォトダイオードの出力信号の増幅信号に含まれる高周波ノイズを低減するノイズ低減部を備え、
   前記分析部は、高周波ノイズが低減された前記増幅信号及び前記散乱光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の白血球を分類するように構成されている血液分析装置。
2. 前記分析部は、血液試料中の白血球を少なくとも４つに分類するように構成されている請求項１に記載の血液分析装置。
3. 前記分析部は、血液試料中の白血球を、好中球、リンパ球、単球、及び好酸球に分類するように構成されている請求項２に記載の血液分析装置。
4. 前記分析部は、血液試料中の白血球を、好中球、リンパ球、単球、好酸球、及び好塩基球に分類するように構成されている請求項２に記載の血液分析装置。
5. 前記ノイズ低減部は、前記増幅信号に含まれるノイズを、分析部における前記増幅信号の信号レベルの使用範囲に対して１３％以下に減衰させるように構成されている請求項１乃至４のいずれかに記載の血液分析装置。
6. 前記ノイズ低減部は、前記増幅信号に含まれるノイズを、分析部における前記増幅信号の信号レベルの使用範囲に対して８％以下に減衰させるように構成されている請求項５に記載の血液分析装置。
7. 血液試料に染色試薬を添加して染色する血液試料調製部と、
   染色された血液試料の液流を形成するフローセルと、当該フローセルに光を照射する光源と、前記液流から生じる散乱光を検出する散乱光検出部と、前記液流から生じる蛍光を検出する蛍光検出部とを備える光検出部と、
   前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号を処理する信号処理部と、
   処理された前記散乱光検出部及び前記蛍光検出部の検出信号に基づいて、血液試料中の血球を分析する分析部とを備え、
   前記蛍光検出部は、アバランシェフォトダイオードにより構成されており、
   前記信号処理部は、前記増幅信号の高周波成分を減衰させるハイカットフィルタを備えており、
   前記ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数が、式（１）により与えられる周波数Ｙ以下とされている血液分析装置。
   Ｙ＝１７．２８９ＥＸＰ（−０．０２２Ｃ）＋２ …（１）
   Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量
8. 前記ハイカットフィルタの高域カットオフ周波数が、式（２）により与えられる周波数Ｙ以下とされている請求項７に記載の血液分析装置。
   Ｙ＝１０．４８２ＥＸＰ（−０．０１８Ｃ）＋１．３ …（２）
   Ｃ：アバランシェフォトダイオードの端子間容量
9. 前記アバランシェフォトダイオードの受光面は、直径が０．１ｍｍ以上２ｍｍ以下の円形に構成されている請求項１乃至８の何れかに記載の血液分析装置。
10. 前記アバランシェフォトダイオードの受光面は、一辺の長さが０．１ｍｍ以上２ｍｍ以下の四角形に構成されている請求項１乃至８の何れかに記載の血液分析装置。
    

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